Resolución espacial de un sistema para dosimetría por fibra óptica

1
Resolución espacial de un sistema para
dosimetría por fibra óptica basado en ZnSe(Te)
Marcela Ramírez, Martín Santiago y Julián Marcazzó
Instituto de Física Arroyo Seco-UNICEN, msantiag@exa.unicen.edu.ar, 0249-4439660, Pinto 399,
Tandil 7000, Argentina
Adrián Faigón, José Lipovetsky y Mariano García Inza
Facultad de Ingeniería-UBA, afaigon@fi.uba., Av. Paseo Colón 850, Buenos Aires 1063, Argentina
Resumen—La dosimetría por fibra óptica se basa en el uso
de un centellador de pequeñas dimensiones (1 mm3 aprox.)
adherido al extremo de una fibra óptica. La intensidad de la
luz emitida por el centellador mientras es irradiado, o
radioluminiscencia, se mide en el otro extremo de la fibra y se
utiliza para determinar la tasa de dosis absorbida por el
centellador. La robustez del sistema, el escaso tamaño del
detector y la posibilidad de realizar mediciones en tiempo real
convierten a esta técnica en una alternativa interesante para su
aplicación a nivel clínico en dosimetría de radioterapia.
En este trabajo se presentan resultados preliminares acerca
de la resolución espacial de un sistema de dosimetría por fibra
óptica que utiliza un cristal comercial de ZnSe(Te) como
centellador. Se comparó la respuesta del sistema con respecto a
la de una cámara de ionización tipo PinPoint al ser irradiada
en una cámara de cobalto en distintas condiciones geométricas,
haciendo hincapié en su capacidad para resolver altos
gradientes de dosis (borde de campo, borde de objeto dentro
del campo, etc.). De manera general, el sistema dosimétrico por
fibra óptica demostró una mayor resolución espacial que la
cámara de ionización.
Palabras clave— radioterapia, dosimetría in-vivo,
radioluminiscencia
I. INTRODUCCIÓN
L
AS técnicas de teleterapia más recientes, tales como la
radioterapia 3D conformada, la radioterapia de
intensidad modulada, la radiocirugía y la radioterapia
estereotáxica, dan lugar muchas veces a tratamientos que se
caracterizan por la deposición de altas dosis de radiación en
campos pequeños y, por lo tanto, a la presencia de altos
gradientes de dosis [1]. En el caso de la radiocirugía
esterotáxica, por ejemplo, la dosis se entrega en una única
aplicación, lo cual vuelve crítica la exactitud del tratamiento
y la necesidad de un preciso control dosimétrico [2]. De
manera general, se reconoce la necesidad de realizar
dosimetría in-vivo y en tiempo real para evitar accidentes,
sub- o sobredosificación de la región de interés, como así
también para identificar errores que impliquen sobreirradiación de tejido sano circundante [3][4][5][6]. La
posibilidad de contar con sistemas dosimétricos que
permitan realizar dosimetría en tiempo real con alta
resolución espacial (<1 mm3) para mediciones in-vivo
brindaría atractivas posibilidades [7]. De hecho,
recientemente se ha sugerido la posibilidad de utilizar este
tipo de sistemas dosimétricos como feedback para modificar
on-line los parámetros del tratamiento radiante (dose-
guided radiation therapy), en una manera similar a la
utilizada en la radioterapia guiada por imágenes (image
guided radiation therapy, IGRT) [8].
La dosimetría por fibra óptica (DFO) ha emergido como
una tecnología posible para dosimetría in vivo en tiempo
real con alta resolución espacial a partir de trabajos iniciales
de S. Beddar [9][10]. Desde entonces ha dado lugar a una
permanente y creciente investigación por parte de varios
laboratorios en diversos países. La DFO consiste en el uso
de un centellador de muy pequeño tamaño (<1 mm3)
adherido al extremo de una fibra óptica (FO). Durante la
irradiación, la emisión del centellador es transportada por la
FO hasta su otro extremo, donde un detector de luz
adecuado mide su intensidad. A partir de esta última es
posible determinar la tasa de dosis absorbida por el
centellador en tiempo real, a partir de una adecuada
calibración [10]. De manera general, la DFO provee alta
resolución espacial, no requiere conexiones eléctricas en la
proximidad del paciente, es reusable, mecánicamente
robusta y de bajo costo.
Los materiales más investigados hasta la fecha como
centelladores para DFO han sido los centelladores plásticos
y el óxido de aluminio dopado con carbono o alúmina
(Al2O3:C). Los centelladores plásticos se utilizan como
detectores de radiación para detección y conteo de
partículas en física nuclear. La alúmina fue desarrollada
inicialmente
como
un
eficiente
dosímetro
termoluminiscente. Ambos materiales poseen la ventaja de
estar disponibles comercialmente (Saint Gobain Crystals y
Landauer Inc., respectivamente).
Los centelladores plásticos poseen la ventaja de ser tejido
equivalentes, es decir, de absorber radiación de manera
similar al tejido blando o agua [11]. Sin embargo, no son
muy eficientes y pueden presentar degradación de sus
propiedades a altas dosis [12][13]. En el mercado existen
centelladores que emiten en diversas regiones del espectro
visible. Todos ellos presentan un tiempo de decaimiento del
orden de las decenas de nanosegundos [14]. La información
acerca del tiempo de decaimiento de la señal RL de un
centellador es relevante al considerar la posibilidad de
aplicarlo para dosimetría DFO en el caso particular de que
la fuente de radiación es un LINAC.
La alúmina (Al2O3:C) se presenta en forma de polvo,
pellets o cilindros monocristalinos (Landauer Inc.)
fabricados en atmósfera reductora. Es un material costoso
2
que presenta una importante eficiencia comparado con otros
estudiados en el marco de DFO. Por tal motivo, se ha
convertido en un punto de referencia en estudios de nuevos
materiales. Su tejido-equivalencia es moderada y parece
comprometer la validez de una determinación dosimétrica
sólo en el caso de haces de fotones con energías menores a
100 KeV. El tiempo de decaimiento característico de la
señal de la Al2O3:C es de 35 ms. Sin embargo, presenta
componentes de mayor tiempo de decaimiento que
comprometen el uso de este material en ciertas situaciones.
De todas maneras, ha sido posible encontrar caminos
alternativos para compensar este problema, basados en la
corrección de los datos experimentales (RL en función del
tiempo) a partir de modelos teóricos del proceso de
centelleo [16].
En menor proporción, se han investigado otros materiales
desde el punto de vista de su aplicación en DFO. Entre ellos
podemos mencionar: Li2B4O7:Mn, LiF:W, Mg2SiO4:Tb,
Al2O3:Cr2O3, SiO2:Ce , SiO2:Cu , KBr:Eu , SrS:Ce,Sm,
(Zn,Cd)S:Ag, Gd2O2S:Tb, GaNi, etc. [15][17]. La mayor
parte de ellos han dado lugar a implementaciones exitosas
de la técnica de DFO en mediciones de laboratorio o en
fantomas. Sin embargo, no se han reportado avances
posteriores en clínica o caracterizaciones más detalladas o,
menos aún, realizaciones comerciales. El principal
problema radica en que dichos materiales no han sido
fabricados expresamente para ser aplicados en la técnica y,
por lo tanto, no es posible proceder a su optimización luego
de las investigaciones iniciales de factibilidad.
El principal inconveniente encontrado al implementar la
técnica de DFO es la luz generada por la radiación en la
propia FO. Esta luz espuria, o efecto stem, se suma a la luz
de centelleo del detector y genera un error sistemático que
perturba el resultado de la medición. La intensidad del
efecto stem depende de la longitud de FO efectivamente
irradiada por la radiación primaria o secundaria, como así
también de la orientación relativa entre el haz y la FO. Estos
parámetros de la medición no son gobernables en la rutina
clínica. Por este motivo el efecto stem debe ser eliminado o
reducido a valores clínicamente aceptables.
La principal contribución del efecto stem es la radiación
Cherenkov generada en la FO por los electrones que
penetran en ella con velocidades superiores a la velocidad
de la luz en la FO. La intensidad de la radiación Cherenkov
es proporcional a la inversa del cubo de la longitud de onda.
Por dicho motivo, es más intensa en la región azul del
espectro. Los métodos propuestos para remover el efecto
Cherenkov son varios: a) Uso de otra FO sin detector en su
extremo: su lectura se usa como estimación del efecto stem
en la FO principal. b) Uso de detectores que emitan en rojo:
mediante el uso de filtros pasa alto se remueve la
contribución azul del efecto stem. c) Método cromático: se
utiliza un detector que emite en verde y se mide la
intensidad de luz saliente de la FO en dos canales (azul y
verde). Mediante una adecuada calibración se recobra el
valor de dosis sin la contribución del efecto stem. d)
Método pulsado: esta técnica es válida para ser usada sólo
en LINAC y con detectores cuyo centelleo tenga un tiempo
de decaimiento del orden de 1 ms. Aprovecha el carácter
pulsado de la radiación en dicho tipo de equipo (pulsos de
10 µs cada 10 ms) y la corta duración de la emisión
Cherenkov (del orden de los ns). Mediante una adecuada
sincronización, se mide la emisión RL durante el tiempo
intermedio entre pulsos de radiación [18].
Si bien la DFO aún se encuentra en etapa experimental,
se han reportado varias aplicaciones clínicas promisorias
[19]-[22], desarrollos de DFO para mediciones
intracavitarias [23] y dosimetría 2D [2], entre otras.
En este trabajo se estudia de manera preliminar la
resolución espacial de un sistema de DFO basado en el
centellador comercial ZnSe(Te). La respuesta de sistema se
compara con la de una cámara de ionización de alta
resolución espacial (PinPoint). En particular, se estudia la
respuesta de ambos tipos de detectores al resolver la
penumbra del borde de campo de irradiación y del borde de
un objeto opaco en una bomba de cobalto.
II. EXPERIMENTAL
La punta dosimétrica se fabricó utlizando un cilindro de
ZnSe(Te) de 1 mm (diám.) × 2 mm (largo) provisto por
Moltech GMBH [24], siendo entonces el volumen total del
detector igual a 1.6 mm3. Este centellador emite en la región
del rojo (640 nm) y posee un número atómico efectivo
Zeff = 33. El centellador se adhirió al extremo de una FO
plástica SuperEska (Mitsubishi) de 1 mm de diámetro y 10
m de longitud recubierta por una camisa de PVC negro
mediante una capa de adhesivo Norland 65. El curado de la
capa de adhesivo se completó exponiendo la juntura a la
emisión de un LED UV Nichia de alta potencia
(NCSU033A, emisión en 365 nm) durante 40 minutos. El
centellador se recubrió con dos capas de pintura vinílica
opaca para protección mecánica y aislación de la luz
ambiente. Denominaremos extremo sensible al extremo que
contiene al centellador. El otro extremo de la FO se terminó
mediante un conector tipo SMA para su conexión al sistema
de detección de luz.
La intensidad de la luz de centelleo emitida por el
detector de ZnSe(Te) se midió mediante un cabezal de
conteo de fotones Hamamatsu H9319. La contribución del
efecto stem se suprimió interponiendo entre la FO y el
cabezal de conteo de fotones un filtro óptico pasa-alto de
vidrio coloreado Schott RG610 con longitud de onda de
corte a 610 nm.
La respuesta del sistema DFO se comparó con la de una
cámara de ionización PTW tipo PinPoint (modelo N31014,
15 mm3) polarizada con una tensión de 400 V. La corriente
generada en la cámara por la radiación se midió mediante
un electrómetro PTW UNIDOS E.
Los experimentos se realizaron en una bomba de cobalto
Theratron 60 (Htal. Prov. de Oncología L. Fortabat,
Olavarría), utilizando un campo de tamaño 10 × 10 cm2 a
una distancia fuente detector de 60 cm.
Se utilizaron dos disposiciones experimentales. En la
primera (Fig. 1-a) el extremo sensible del sistema FOD se
trasladó a lo largo de un eje transversal al haz de radiación,
de manera que atravesara el borde del campo. En cada
posición a lo largo del recorrido del detector se midió la
intensidad del centelleo. El eje de la FO se mantuvo
perpendicular a la dirección de movimiento y paralelo al
plano de campo. En la segunda disposición experimental
(Fig. 1-b) se dispuso una planchuela de acero de 10 mm de
espesor a 33 mm por encima del plano del campo, la cual
actuó como un obstáculo opaco a la radiación. El borde de
la planchuela se situó en el centro del campo. De manera
3
Plano del
campo
Extremo
del detector
(a)
Obstáculo
(b)
Plano del
campo
Extremo
del detector
Fig. 1: Esquema de las disposiciones experimentales utilizadas.
Utilizando las mismas disposiciones experimentales
descritas se repitió el conjunto de mediciones utilizando la
cámara de ionización PinPoint en lugar del sistema FOD.
Con el fin de maximizar la resolución espacial de este
detector no se utilizó la caperuza acrílica provista por el
fabricante, es decir, se utilizó la cámara desnuda.
En la Fig. 1 se muestra a modo ilustrativo una curva de
medición típica del sistema FOD. En este caso se grafica la
intensidad de centelleo en función del tiempo cuando el
extremo sensible del sistema FOD se encuentra en el centro
del campo de irradiación. La curva se caracteriza por un
rápido crecimiento de la señal (a partir de t = 9 s), seguido
por una etapa de estabilización (hasta t = 22 s) y una
respuesta contante hasta la finalización de la irradiación (t =
68 s).
3
Intensidad [10 cps]
700
600
500
400
300
200
100
0
20
40
60
1,8
1,6
1,4
1,2
1,0
0,8
0,6
0,4
FOD
PinPoint
0,2
0,0
-2
III. RESULTADOS Y DISCUSIÓN
0
(sistema FOD y cámara de ionización PinPoint) en función
de la posición. La posición igual a cero se fijó situando
visualmente el centro de cada detector en el borde del
campo de irradiación determinado por el sistema de
iluminación de la bomba de cobalto. Los valores mostrados
en la figura han sido normalizados al valor obtenido en esta
posición. Los valores negativos de la posición corresponden
a puntos situados fuera del campo de irradiación.
Puede observarse que los dos sistemas no presentan
diferencias de resolución espacial al resolver la penumbra
del borde del campo. Esto se debe probablemente a que el
ancho efectivo de la penumbra de borde de campo
observada en este caso se corresponde con el esperado en
equipos de estas características [25][26]. Las diferencias
observadas entre la respuesta normalizada del sistema FOD
y la cámara PinPoint en los puntos extremos del recorrido
son asignables a la diferente respuesta de cada detector en
función de la energía de las partículas ionizantes [27].
Respuesta normaizada [1]
similar a la de la disposición anterior, se desplazó el
extremo del detector de manera que atravesara la penumbra
del borde del obstáculo. Las mediciones se realizaron en
aire y a temperatura ambiente.
80
Tiempo [s]
Fig. 2: Curva de respuesta típica del sistema FOD. La exposición
comienza en el instante t = 9 s. Luego de una rápida estabilización, la
respuesta alcanza un punto estable a partir de los 22 s.
En la Fig. 3 se muestran los resultados de las mediciones
en la disposición experimental correspondientes a la Fig. 1a (borde de campo). Se grafica la respuesta de cada detector
-1
0
1
2
Posición [cm]
Fig. 3: Respuesta del sistema FOD y de la cámara de ionización
PinPoint al atravesar el borde de penumbra del campo de irradiación. La
respuesta de cada detector ha sido normalizada con respecto a su valor en
el borde nominal del campo. Los valores negativos de la posición
corresponden a puntos situados fuera del campo de irradiación.
En la Fig. 4 se muestra la respuesta normalizada de
ambos detectores al atravesar transversalmente el borde de
penumbra generado por un obstáculo opaco a la radiación.
El valor de la posición igual a cero se fijó posicionando
visualmente el centro de cada detector debajo del borde del
objeto opaco. La respuesta de cada detector ha sido
normalizada con respecto a su valor en dicha posición. Los
valores negativos de la posición corresponden a puntos
ubicados debajo del objeto.
En este caso es posible observar alguna diferencia en la
capacidad de cada tipo de detector para resolver el borde de
penumbra creado por el objeto opaco. Si definimos la
resolución como la distancia entre el valor máximo y
mínimo de la curva de respuesta de cada tipo de detector
arribamos a la conclusión de que la resolución del sistema
FOD es de 3 mm, mientras que la resolución de la cámara
de ionización PinPoint es mayor a 4 mm. De manera similar
a la disposición experimental previa, las diferencias
observadas entre la respuesta normalizada del sistema FOD
y la cámara PinPoint en los puntos extremos del recorrido
son asignables a la diferente respuesta de cada detector en
función de la energía de las partículas ionizantes [27].
4
Respuesta normaizada [1]
1,15
[4]
1,10
[5]
1,05
1,00
[6]
0,95
0,90
FOD
PinPoint
0,85
[7]
0,80
-1,0
-0,5
0,0
0,5
1,0
Posición [cm]
Fig. 4: Respuesta del sistema FOD y de la cámara de ionización
PinPoint al atravesar el borde de penumbra producido por un obstáculo
opaco. La respuesta de cada detector ha sido normalizada con respecto a
su valor en la posición nominal del borde del objeto. Los valores negativos
de la posición corresponden a puntos ubicados debajo del objeto.
Puede decirse que el sistema FOD presenta una
resolución espacial mayor a la de la cámara de ionización
PinPoint al resolver un borde de penumbra agudo creado
por un obstáculo opaco a la radiación. Esta evidencia es
alentadora para continuar con investigaciones más
profundas en situaciones de interés clínico en las que la
resolución espacial sea un parámetro crítico de la
determinación dosimétrica.
IV. CONCLUSIONES
En este trabajo se analizó de manera preliminar la
respuesta de un sistema FOD basado en el centellador
ZnSe(Te) al resolver el borde de campo y la penumbra
creada por el borde de un objeto opaco a la radiación en una
bomba de cobalto. Dicha respuesta se comparó con la de
una cámara de ionización PinPoint (PTW).
Se encontró que la resolución de ambos sistemas es
similar al resolver la penumbra del borde de campo. Sin
embargo, el sistema FOD presenta una resolución espacial
mayor que la de la cámara PinPoint al resolver el borde de
penumbra agudo creado por el objeto opaco.
Este resultado promueve el interés por llevar adelante
investigaciones en las que la alta resolución espacial resulte
crítica desde el punto de vista dosimétrico.
[8]
[9]
[10]
[11]
[12]
[13]
[14]
[15]
[16]
[17]
[18]
AGRADECIMIENTOS
Este trabajo ha sido financiado con fondos del proyecto
PICT Red 1907 (ANPCyT). Los autores agradecen al Dr.
G. Zanelli, Dra. L. Bianchi y Srta. C. Pérez (Htal. Prov. de
Oncología L. Fortabat, Olavarría) por su asistencia durante
las mediciones en bomba de cobalto.
REFERENCIAS
[1]
[2]
[3]
] M. Taylor, T. Kron, R.D. Franich, A contemporary review of
stereotactic radiotherapy: Inherent dosimetric complexities and the
potential for detriment, Acta Oncologica 50 (2011) 483-508.
J. Gagnon, D. Theriault, M. Guillot, L. Archambault, S. Beddar, L.
Gingras, L. Beaulieu, Dosimetric performance and array assessment
of plastic scintillation detectors for stereotactic radiosurgery quality
assurance, Med. Phys. 39 (2012) 429.
A. Noel, P. Aletti, P. Bey, L. Malissard, Detection of errors in
individual patients in radiotherapy by systematic in vivo dosimetry,
Radiotherapy and Oncology 34 (1995) 144-151.
[19]
[20]
[21]
[22]
[23]
M. Essers, B. Mijnheer, In Vivo Dosimetry During External Photon
Beam Radiotherapy, Int. J. Radiation Oncology Biol. Phys. 43
(1999) 245-259.
A. Ismail, J.-Y. Giraud, G.N. Lu, R. Sihanath, P. Pittet, J.M. Galvan,
J. Balosso, Radiotherapy quality insurance by individualized in vivo
dosimetry: State of the art (Review), Cancer/Radiothérapie 13
(2009) 182-189.
Z. Qi, X. Deng, S. Huang, A. Shiu, M. Lerch, P. Metcalfe, A.
Rosenfeld, T. Kron, Real-Time In Vivo Dosimetry With MOSFET
Detectors in Serial Tomotherapy for Head and Neck Cancer
Patients, International Journal of Radiation Oncology 80 (2011)
1581-1588.
M.L.F. Lerch, M. Petasecca, A. Cullen, A. Hamad, H. Requardt, E.
Bräuer-Krisch, A. Bravin, V.L. Perevertaylo, A.B. Rosenfeld,
Dosimetry of intensive synchrotron microbeams, Radiation
Measurements 46 (2011) 1560-1565.
C.W. Scarantino, B. Prestidge, M. Anscher, C. Ferree, W. Kearns,
R. Black, N. Bolick, G. Beyer, The observed variance between
predicted and measured radiation dose in breast and prostate
patients utilizing an in vivo dosimeter, International Journal of
Radiation Oncology 72 (2008) 597-604.
A.S. Beddar, Water-equivalent plastic scintillation detectors for
high-energy photon and electron beams, PhD Thesis Department of
Medical Physics, University of Wisconsin (Madison. WI: Medical
Physics Publishing Corporation) 1990.
A.S. Beddar, T.R. Mackie, F.H. Attix, Water-equivalent plastic
scintillation detectors for high-energy dosimetry: I. Physical
characteristics and theoretical considerations, Phys. Med. Biol. 37
(1992) 1883-900.
A.S. Beddar, Plastic scintillation dosimetry and its application to
radiotherapy, Radiation Measurements 41(2007) S124-S133.
W. Busjan, K. Wick, T. Zoufal, On the behaviour of plastic
scintillators during an experiment in a high dose rate environment,
Nuclear Instruments and Methods in Physics Research B 151 (1999)
434-437.
A. Beierholm, C. Andersen, L. Lindvold, F. Kjær-Kristoffersen, J.
Medin, A comparison of BCF-12 organic scintillators and Al2O3:C
crystals for real-time medical dosimetry, Radiation Measurements
43 (2008) 898-903.
A.M. Frelin, J.M. Fontbonne, G. Ban, J. Colin, M. Labalme,
Comparative Study of Plastic Scintillators for Dosimetric
Applications, IEEE Transactions On Nuclear Science 55 (2008)
2749.
C.E. Andersen, Fibercoupled Luminescence Dosimetry in
Therapeutic and Diagnostic Radiology, AIP Conf. Proc. 1345, 100
(2011).
C.E. Andersen, S.M.S. Damkjær, G. Kertzscher, S. Greilich, M.C.
Aznar, Fiber-coupled radioluminescence dosimetry with saturated
Al2O3:C crystals: Characterization in 6 and 18 MV photon beams,
Radiation Measurements 46 (2011) 1090-1098.
A. Ismail, P. Pittet, G.N. Lu, J.M. Galvan, J.Y. Giraud, J. Balosso,
In vivo dosimetric system based on Gallium Nitride
radioluminescence, Radiation Measurements 46 (2011) 1960-1962.
P.Z.Y. Liu, N. Suchowerska, J. Lambert, P. Abolfathi, D.R.
McKenzie, Plastic scintillation dosimetry: comparison of three
solutions for the Cerenkov challenge, Phys. Med. Biol. 56 (2011)
5805-5821.
M.C. Aznar, B. Hemdal, J. Medin, C.J. Marckmann, C.E. Andersen,
L. Bøtter-Jensen, I. Andersson, S. Mattsson, In vivo absorbed dose
measurements in mammography using a new real-time
luminescence technique, British Journal of Radiology 78 (2005)
328-334.
C.E. Andersen, S. Nielsen, K. Tanderup, J. Lindegaard, Timeresolved in vivo luminescence dosimetry for online error detection
in pulsed dose-rate brachytherapy, Med. Phys. 36 (2009) 5033.
N. Suchowerska, M. Jackson, J. Lambert, Y. Yin, G. Hruby, D.R.
McKenzie, Clinical Trials of a Urethral Dose Measurement System
in Brachytherapy Using Scintillation Detectors, International
Journal of Radiation Oncology 79 (2011) 609-615.
P. Gueye, C. Velasco, C. Keppel, B. Murphy, C. Sinesi, SU-FF-T390: In-Vivo Prostate Brachytherapy Absorbed Dose Measurements,
Med. Phys. 36 (2009) 2611.
E. Spasic, S. Magne, I. Aubineau-Laniece, L. de Carlan, C. Malet,
C. Ginestet, P. Ferdinand, Intracavitary in vivo dosimetry based on
multichannel fiber-coupled Radioluminescence and Optically
Stimulated Luminescence of Al2O3:C, Advancements in Nuclear
Instrumentation Measurement Methods and their Applications
(ANIMMA) Proceedings (2011) 1-6.
5
[24] http://www.mt-berlin.com/
[25] G.H. Zeman, M.A. Dooley, Performance and dosimetry of Theratron
80 Cobalt 60 Unit at Armed Forces Radiobiology Research Institute,
AFRRI Technical Report, 1984.
[26] A.P. Warrington, E.J. Adams. Proceedings of IEE on Appropriate
Medical Technology for Developing Countries. Cobalt-60
Teletherapy for Cancer - A Revived Treatment Modality for the 21st
Century. London (2002) pp 21.1–21.19.
[27] P. Molina, M. Prokic, J. Marcazzó, M. Santiago, Characterization of
a fiberoptic radiotherapy dosimetry probe based on Mg2SiO4:Tb,
Radiation Measurements 45 (2010) 78-82.